CN108697342B - 观察性心力衰竭监测系统 - Google Patents

Abstract

方法和系统提供对非卧床心力衰竭患者中的血液动力学状态进行可靠、便利和成本有效的个人化评估。该方法和装置使用通过观察该患者获得的数据的脉搏轮廓分析来确定血液动力学状态并且确定血液动力学状态的日常变化。该患者的观察性评估包括在日常生活活动包括睡眠、坐着和站立期间进行监测。这些活动产生用于评价心脏功能或心脏功能变化的静脉回流变化。该方法和系统通过使用由该系统获得的位置和运动信息来推断身体位置。评价随时间的或由于身体姿势变化引起的心脏功能变化，以便评估血液动力学状态，其中焦点在于由液体超负荷引起的变化。

Description

观察性心力衰竭监测系统

背景技术

心力衰竭是因心输出量不足而发生。因此，管理目标集中在心脏功能受限患者的每搏输出量的优化上。每搏输出量主要取决于舒张末期左心室的血量，即舒张末期容量。图1是心力衰竭患者的图形表示。当舒张末期充盈压力超过最佳水平时，由每搏输出量减少定义心力衰竭患者的心脏整体表现。心脏的最佳表现发生在舒张末期压力的有限范围内，并且在图中被标记为“目标容量”并用Frank-Starling曲线表示。因此，这些患者的液体管理是至关重要的；过少的液体导致每搏输出量减少，而液体超负荷也会导致每搏输出量减少。

心力衰竭是一个重大的医疗问题，估计美国每年的费用为约300亿美元，其中80％的费用都归因于住院支出。通过改善非卧床管理来减少住院的能力一直是一个长期的临床目标。心力衰竭相关的住院的主要原因是液体超负荷。液体超负荷的历史监测方法(如呼吸短促、肿胀、疲劳和体重增加)并不足够敏感以反映增加代偿失调和随后入院的风险的早期病理生理变化。Lewin J,Ledwidge M,O'Loughlin C,McNally C,McDonald K.Clinicaldeterioration in established heart failure:what is the value of BNP andweight gain in aiding diagnosis？[已确定的心力衰竭的临床恶化：在辅助诊断中，BNP和体重增加的价值是什么？]Eur J Heart Fail[欧洲心力衰竭杂志].2005；7(6):953-957。Stevenson L,Perloff JK.The limited reliability of physical signs forestimating hemodynamics in chronic heart failure[用于估计慢性心力衰竭血液动力学的体征的有限可靠性].JAMA[美国医学会杂志].1989；261(6):884-888。图2显示了具有渐增的液体超负荷而导致住院的心力衰竭患者的典型临床过程。对该图的检查显示临床可观察到的体征在出现整个代偿失调顺序的后期。因此，使用临床症状来管理心力衰竭患者是有问题的。

最近完成的转变后较好成效-心力衰竭(BEAT-HF)研究证明了确定早期血流动力学充血的困难。这项研究涉及用现有的非侵入性技术进行广泛监测的超过1400名患者。该研究使用包括出院前心力衰竭教育、定期电话辅导和远程监测在内的方案，调查了对心力衰竭患者的积极管理。远程监测包括蓝牙可用的体重秤和血压/心率监测仪，它们集成有将这些信息发送到中央呼叫中心进行审查的文本设备。如果超过预定的阈值，则传唤患者并且对其进行药物改变，如由临床人员确定的。此外，如果报告有重大症状，则通知患者的心力衰竭医师，并在必要时将患者送往急诊科。从这项广泛的临床研究得出的结论对医院再入院率无显著影响。

通过使用侵入性植入式肺动脉压力监测系统已证明入院率降低。CardioMEMS HF系统测量并监测心力衰竭患者的肺动脉(PA)压力和心率。该系统由可植入PA传感器、递送系统和患者电子系统组成。可植入传感器永久地放置在肺动脉中，该肺动脉是将血液从心脏移动到肺部的血管。传感器在右心导管插入手术期间中植入。患者电子系统包括电子元件和天线。患者电子系统从传感器无线读取PA压力测量结果，并然后将信息发送给医生。在分析信息后，医生可能会进行药物改变，以帮助治疗患者的心力衰竭。在一项临床研究中，550名参与者植入了该设备，对于医生已经获得PA压力数据的参与者，存在心力衰竭相关住院治疗的临床上和统计学的显著减少。该系统的植入成本为大约2000美元，以及标价为18,000美元。

发明内容

本发明涉及美国临时申请62263839、62375431、和62423701，其每一个通过引用并入本文。本发明的实施例通过提供用于确定心脏功能的非侵入性、非植入式、易于使用的系统来解决当前监测的局限性，以避免由于液体超负荷导致的住院。示例性实施例利用由于日常活动期间身体位置变化而发生的静脉回流变化。这些变化由系统通过感测位置、运动或其组合来识别。另外，将脉搏轮廓信息用于评估心血管功能。心血管功能评估是在个人化基础上进行的，并因此对诸如身高、体重、年龄和健康水平等受试者之间的差异不敏感。随后评价所得的心血管评估，以致于能以积极主动的方式管理心力衰竭患者，以避免液体超负荷和可能的住院。示例性实施例使用从可穿戴设备获得的脉搏的光学测量(例如光电血管容积图(PPG))，用于确定心血管功能。PPG可以从身体的许多位置获得；在一些示例性实施例中，使用从位于手腕上的手表或从位于手指根部的环获得的PPG信号是便利的。所得的脉搏轮廓数据可以结合身体位置信息进行处理，以确定心血管功能。然后，可以将心血管功能信息作为时间的函数、作为身体位置的函数或其组合进行评价，以确定指示血液动力学充血的损伤。系统以观察的方式获取心血管评估的数据，并且通常不需要患者进行特定的测试方案或规定的仪式。如果系统缺乏与进行准确评估相关的关键数据，则可以要求患者通过调整传感器的位置或通过进行一系列运动来解决这些数据限制。该系统可以使用非侵入性传感器来实现，因此避免了植入传感器带来的风险和成本劣势。

附图说明

图1是Frank Starling曲线的图示。

图2是随时间的血液动力学充血的图示。

图3是由于位置变化引起的血液转移的示意图。

图4是对身体位置变化的正常响应的图示。

图5是对身体位置变化的CHF响应的展现。

图6是中央和外周血管中的切迹的描绘。

图7展示了在测量的心功能参数之间的关系。

图8是身体位置变化期间由本发明获得的LVET变化的图。

图9是身体位置变化期间随时间的由本发明获得的LVET变化的图。

图10是比较由于患者间身体位置变化导致的LVET变化的图。

图11是由本发明获得的LVET变化对下身负压的图。

图12是由本发明获得的LVET变化对每搏输出量的图。

图13是下身负压期间由本发明获得的脉搏轮廓变化的图。

图14是来自多个PPG位置的由本发明获得的LVET变化的图。

图15是增加血液动力学充血的图解。

图16是多日血液动力学监测的图解。

图17是单一单元的心力衰竭监测系统的实例。

图18是两单元心力衰竭监测系统的实例。

图19是三单元心力衰竭监测系统的实例。

图20是具有腰带运动传感器的心力衰竭监测系统的实例。

图21是基于相机的身体位置传感器的图解。

发明说明

本发明的实施例提供了用于评估非卧床心力衰竭患者的心血管功能的方法和装置。实施例使用由可穿戴PPG传感器获得的脉搏轮廓数据来确定存在身体位置变化的情况下的心血管功能度量。由感测位置、运动或其组合的传感器可以推断身体位置变化。在示例性实施例的操作中，测量过程本质上完全是观察性的，并且不需要患者进行特定测试、进行限定的活动、或经受任何侵入性测量。

由于心力衰竭的病因学，心血管功能的变化通常与直接影响脉搏轮廓的整体液体状态的变化有关。脉搏轮廓的特定变化是血液动力学充血(通常称为液体超负荷)的结果。持续监测非卧床心力衰竭患者的整体心脏功能的能力为改善护理、优化医疗管理和避免住院提供了机会。所得的系统首次认识到当前无线和手势识别技术的应用与心力衰竭的历史生理观察相结合。

定义

如本文所使用的，“容量评估”包括但不限于人体内容量的综合评估，包括血管内容量、血管外容量、脱水、体内水总量、细胞外容量、和血浆容量。在医学中，血管内容量状态是指患者循环系统中的血液量，并且基本上是身体总容量状态的血浆组分，其另外包括细胞内液和细胞外液。血管内组分通常是主要关注的，并且容量状态有时与血管内容量状态同义使用。

血液动力学充血被定义为增加的左心室充盈、或血管内压力和减少的每搏输出量、或其组合。心脏的Frank–Starling定律(也称为Starling定律或Frank–Starling机制或Maestrini心脏定律)指出，当所有其他因素保持不变时，健康心脏的每搏输出量响应于填充心脏的血液容量(舒张末期容量)的增加而增加。在健康的心脏中，流入心室的大量血液伸展心脏壁，在心脏舒张期引起更大的扩张。这转而又增加心脏收缩期间的收缩力，并因此增加泵入主动脉的血液的量。在衰竭的心脏中，Frank-Starling机制已经耗尽，即衰竭的心脏在Frank-Starling曲线的最大值处或接近最大值时运作。在这种情况下，增强的前负荷导致每搏输出量缺乏变化或减少。

舒张末期容量(EDV)是填充结束时(舒张期)右心室和/或左心室的血液容量、或就在收缩前的心室中的血液量。舒张末期容量通常与前负荷同义使用。

如本文所使用的，光电容积描记法(PPG)是可以用于检测组织中的血液容量变化或具有与心动周期有关的信号的光学测量技术。

位置变化或姿势变化是适用于改变总静脉回流至心脏的任何过程的一般术语。常见的身体位置包括仰卧、坐着和站立。

如本文所使用的术语“信号”包括传输信息的任何手段(如测量)，包括但不限于模拟电波形或其数字表示，其由生物或生理传感器(如PPG)收集或传输。

脉搏轮廓描述了脉搏波形的形状。外周脉搏波形反映了由主动脉瓣关闭和血管树中各种反射引起的初级波和次级波的总和。容量状态、静脉回流、身体位置和每搏输出量的变化会影响这些次级波相对于初级波的大小和时间安排。因此，脉搏轮廓分析可以用于心脏功能评估。存在各种脉搏波形量化方法，其包括频率分析、小波变换、分解方法和曲线拟合。示例性曲线拟合方法使用高斯曲线的混合，这些高斯曲线捕获初级和次级脉搏波的相对时间安排和幅度。

身体位置评估系统包括能够检测身体位置变化的一个或多个传感器。该系统可以附着于患者或可以从未附着的位置或其组合观察患者。

脉搏检测系统包括使得能够测量脉搏波形的一个或多个传感器。实例包括光学传感器，通常称为脉搏PPG，并且可以在身体上的各个位置上使用，这些位置包括一个或多个手指、一只或多只耳朵、一个或多个手腕、胸部或前额。脉搏检测系统可以包括通过光学成像确定脉搏波形的基于图像的系统。其他方法包括可以用于检测组织中血液容量变化或具有与心动周期有关的信号的任何技术。除了基于PPG的方法以外，还可以使用激光多普勒探头、血压计和脉搏传感器来获取与心动周期有关的信号。典型的脉搏传感器使用压电元件将施加到传感器活动表面的力转换成与心动周期有关的电模拟信号。

如本文所使用的术语“射血前期”(PEP)是在心动周期期间从心室去极化开始到主动脉瓣打开的时间。

如本文所使用的术语“左心室射血时间”(LVET)是从以主动脉瓣打开开始和以主动脉瓣关闭结束的左心室喷射血液的时间。

心脏功能评估是根据接收到的PPG信号脉搏轮廓的信息评估心脏功能。心脏功能评估可以包括通过检测初级脉搏波和检测切迹进行的LVET测量。心脏功能评估还可以包括单独或组合使用的另外的评价度量，包括但不限于射血前期、脉搏幅度、心率变异性、心率、呼吸频率、或脉搏轮廓的其他分解。

具体实施方式

正常心脏的位置变化生理学

描述了本发明使用的心血管系统的特征以促进对本发明的理解。虽然心血管系统已经研究多年，但本文所述的特征和测量的组合以前尚未描述过。

从仰卧姿势向直立姿势移动导致300至800cc血液从中心血管内腔转移到腿部、臀部、骨盆和内脏循环中的相关区域。图3是由于位置变化引起的血液转移的图解。该图显示了当患者从仰卧位移动到站立时静脉血液容量(阴影区域)的变化。胸腔包括中央静脉、心脏和肺部血液；肺部显示不成比例的小。数字是以cmH20计的典型压力。图修改自er Gauer,0.H.and Thron,H.L.(1963)Handbook of Physiology,Circulation,Vol.3(eds.W.F.Hamilton and P.Dow,American Physiological Society,Bethesda,pp.2409-2440[er Gauer,0.H.和Thron,H.L.(1963)生理学手册：循环(第3期)(编辑W.F.Hamilton和P.Dow，美国生理学协会，贝塞斯达，第2409-2440页)]。移动的血液容量取决于患者特定的特征，包括腿长、腿大小和肌肉质量。在心血管功能正常的患者中，这种立位应激引起一系列代偿性心血管反应以维持体内平衡。

对从仰卧至站立的位置变化的正常响应在Frank-Starling曲线上表示，如图4所示，该图转载自：Levick,J.Rodney.An introduction to cardiovascular physiology[心血管生理学介绍].Butterworth-Heinemann[巴特沃斯-海涅曼出版社],2013年，第71页。该图演示了几个关键的生理点：(1)身体位置变化改变静脉回流至心脏并引起左心室舒张末期压力(x轴)的变化，以及(2)舒张末期压力的变化对心输出量或每搏输出量(y轴)有显著影响。该图展示了通过由于从站立到躺下的位置变化而引起的每搏输出量测量的心脏功能的显著变化。该图还显示了通过注入400ml右旋糖酐对容量超负荷的影响。随着液体增加或液体超负荷，由每搏输出量限定的心脏功能在正常心脏中开始达到最大值。

心力衰竭的位置变化生理学

如图1所示，患病心脏对舒张末期压力变化的响应与正常心脏不同。Murata等人通过在正常患者和心脏病患者中使用直立倾斜测试来检查心脏功能对位置变化的响应。在正常患者中，直立倾斜导致心率和舒张压的增加、收缩压的轻微降低以及心输出量和每搏输出量的显著降低。与正常患者相比，心脏患者对倾斜的响应不太显著。特别地，心输出量的减少显著减少。实际上，在心输出量最低的那些心脏病患者中观察到倾斜期间心输出量的反常增加。Murata等人的工作表明，在那些心力衰竭患者中对位置变化的响应有所改变。Murata等人使用的测量并非使用PPG进行，而是使用放置在第二肋间隙扩音器的心音图(EKG)进行，其中心输出量通过右颈动脉动脉造影术评估。动脉造影术是使用X射线和特殊染料来观察动脉内部的一种成像测试。它可以用来查看心脏、脑、肾和身体其他部位的动脉。Murata,Kazuhiko等人,“Alterations of circulatory responses to upright tiltin cardiac patients.[改变对心脏病患者的直立倾斜的循环响应]”Japanese heartjournal[日本心脏杂志]22.4(1981):551-560。

Abelmann等人在1969年进行了类似的测试，并且证明心脏病患者对直立倾斜的响应降低。测试包括将患者安置在倾斜的桌子上，患者在水平位置休息30分钟。然后在三秒内将患者手动向上倾斜至70°抬头位置。作者描述了一种心力衰竭响应，其特征在于没有脉压、舒张压和心率的变化。作者指出，位置响应降低是由于静脉压和血液容量增加。作者通过在急性容量扩张或血液容量耗尽后对健康患者进行位置变化来证实了这种假设机制。Abelmann,Walter H.和Khaja Fareeduddin.“Increased tolerance of orthostaticstress in patients with heart disease.[心脏病患者立位应激的耐受力增加]”TheAmerican journal of cardiology[美国心脏病学杂志]23.3(1969):354-363。

Stafford等人在1970年证明，心力衰竭患者缺乏位置响应可以通过利尿(液体从患者中去除)逆转。作者显示，与正常患者相反，充血性心力衰竭患者在抬头倾斜期间心脏功能变化不大。然而，在利尿后，心力衰竭患者的响应恢复到正常。Stafford的出版物通过使用收缩时间间隔(包括射血前期和左心室射血时间)评估心脏功能。他们的结果，如这里的图5所转载的，显示正常患者和心力衰竭患者的左心室射血时间随着倾斜的变化。Stafford,R.W.,W.S.Harris,和A.M.Weissler.“Left ventricular systolic timeintervals as indices of postural circulatory stress in man.[左心室收缩时间间隔作为人体姿势循环应激的指标]”Circulation[循环]41.3(1970):485-492。

上述出版物证明，增加的液体状态和缺乏对位置变化的心脏功能响应之间的关键联系。诸位发明人已经认识到，位置变化对于心力衰竭患者的心血管功能的一般评估可能是有用的。此外，Stafford论文表明，液体状态的正常化导致心血管变异性的恢复(图5B)。本发明考虑了这些生理学观察，并且提供了一种使用日常生活活动及其相关的静脉回流变化的心力衰竭评估方法。可以在这些活动期间通过测量脉搏轮廓的非侵入性可穿戴系统评估心脏功能。

切迹的测量

本发明提供了一种可以由患者使用用于监测心力衰竭的系统。PPG测量提供了一种非侵入性、低成本和可穿戴的测量方法。在PPG测量的先前应用中，例如心率监测或脉搏血氧测定，系统的采样率太低而不能产生可以用于心脏功能分析的脉搏轮廓。本发明采用能够对脉搏轮廓进行高分辨率评价的采样频率来获取PPG信号。

该系统检测PPG信号中的切迹点。切迹是由主动脉瓣关闭所产生的压力或容量踪迹的切痕。主动脉瓣的关闭造成主动脉瓣流短暂停止和轻微逆转。这种流的变化产生中心压力变化并产生切迹。由于动脉系统的阻尼，切迹随着它传播到外周而发生转变，但仍然是主动脉关闭的有效时间标记。波形的转变可以通过检查图6来理解，该图转载自Levick，Cardiovascular Physiology[心血管生理学]，第5版，2010，其显示了在中央锁骨下动脉处和在外周肱动脉处的压力脉搏波形。由于人们在血管形态和僵硬度上存在生理差异，因此切迹将有不同的转变，但可以用PPG检测并充当主动脉关闭的标志。

心脏功能参数

左心室射血时间(LVET)是心脏参数的一个实例，其可以通过检查初级波和切迹从PPG信号确定。LVET定义了心室射血的持续时间，即从主动脉瓣打开(AVO)到主动脉瓣关闭(AVC)。LVET可以从诸如手指、手腕或耳朵等外周部位处记录的PPG脉搏波形来确定。如Quarry-Pigott等人和稍后Chan等人所示，对导数PPG波形的仔细分析可以识别对应于主动脉瓣的打开和关闭的转变点或峰值。Quarry-Pigott,Veronica,Raul Chirife,和DavidH.Spodick.“Ejection Time by Ear Densitogram and Its Derivative.[通过耳密度图及其导数确定的射血时间]”Circulation[循环]48.2(1973):239-246。Chan,Gregory Sh等人,“Automatic detection of left ventricular ejection time from a fingerphotoplethysmographic pulse oximetry waveform:comparison with Doppler aorticmeasurement.[从手指光电容积描记术脉搏血氧定量波形自动检测左心室射血时间：与多普勒主动脉测量的比较]”Physiological measurement[生理学测量]28.4(2007):439。在图7中所示的一种方法中，LVET被定义为PPG波形的一阶导数中的第一个和第三个峰之间的间隔。在替代性方法中，LVET被定义为PPG波形的三阶导数中的第一个和第三个峰之间的间隔。

LVET允许评估心脏功能。LVET与每搏输出量直接相关，其中较大的每搏输出量延长LVET。Weissler等人证实了LVET与每搏输出量之间的关系。在1963年，Weissler等人研究了LVET的容量敏感性(及其心率校正指数，LVETI)，并且显示在抬头倾斜期间LVETI显著降低，其减少了静脉回流和每搏输出量。Weissler,Arnold M.,Leonard C.Harris,和GeorgeD.White，“Left ventricular ejection time index in man.[人的左心室射血时间指数]”Journal of applied physiology[应用生理学杂志]18.5(1963):919-923。作者指出：“每搏输出量下降(并因此心输出量下降)反映在左心室射血时间减少，因此射血时间指数减少。”由于LVET也受心率(HR)的影响，心率加快减少LVET。Weissler等人建议使用左心室射血时间指数(LVETI)，其计算为LVETI＝1.6×HR+LVET，其中HR是心率(以搏动/分钟计)。基于LVET的任何血液动力学评估也可以基于心率校正指数LVETI。

在心血管生理学中，每搏输出量(SV)是从每次搏动从左心室泵出的血液容量。使用来自超声心动图的心室容量的测量值，并从心脏搏动前的血液容量(称为舒张末期容量)减去心脏搏动结束时心室内的血液容量(称为收缩末期容量)，计算每搏输出量。术语每搏输出量可以适用于心脏的两个心室，但是它通常是指左心室。在临床实践中，每搏输出量通过侵入性导管系统或通过超声心动图来测量。如上文Stafford和Weissler的研究中所述，LVET时期是每搏输出量的良好替代物。Harley等人的工作显示了射血持续时间和每搏输出量之间的密切和直接线性关系。Harley,Alexander,C.Frank Starmer,和JosephC.Greenfield Jr，“Pressure-flow studies in man.An evaluation of the durationof the phases of systole.[人压力流量研究：评价收缩期的持续时间。]”Journal ofClinical Investigation[临床研究杂志]48.5(1969):895。

通过PPG和身体位置进行心脏功能评估

本发明结合了对从脉搏轮廓得出的心脏功能参数的确定和通过身体位置变化对静脉回流的修正以评估血液动力学状态。如图8和图9所展示，本发明的实施例将这些概念组合成可用的系统。在这个实例中，被检查的患者是一名没有心脏病的23岁男性，并且用手指远端进行了PPG测量。要求患者按顺序假设四个不同的身体位置，保持每个位置1分钟：1)抬起脚躺在桌上，2)仰卧躺着，3)坐着，和4)站立。这种运动顺序造成静脉回流逐渐减少，并因此导致每搏输出量逐渐减少。图8使用小提琴图显示了在每个身体位置进行LVET测量的分布和中位数。对图的检查显示每个位置之间的LVET降低，特别是在从仰卧到坐着以及从坐着到站立的转变期间。图9显示了在大约2周内多次重复相同测量方案的结果。对该图的检查显示，由于身体位置引起的LVET变化是稳健和稳定的。

患者的身体特征、活动水平和总体健康状况将影响基线每搏输出量和由于位置变化引起的静脉回流的变化。向站立位置的转变导致在300至800cc之间变化的血液从中央血管内腔转移到腿部、臀部、骨盆和内脏循环中的相关区域。本发明的实施例可以通过使用个人化评估系统来缓解这种方差问题。示例性实施例基于在每个患者身上获取的先前信息进行心力衰竭评价，从而导致个人化评估。图10显示了七名个体对身体位置变化的响应。用手指的远端进行PPG测量。所检查的个体是(受试者1)身高5’8”、没有已知的医学问题的52岁男性，(受试者2)身高6’3”、没有已知的医学问题的38岁男性，(受试者3)身高5’6”、没有已知的医学问题的23岁男性，(受试者4)身高5’9”、具有代偿性心力衰竭的77岁男性，(受试者5)身高5’0”、没有已知的医学问题的47岁女性，(受试者6)身高5’6”、具有2型糖尿病的55岁女性，(受试者7)身高5’0”、没有已知的医学问题的19岁女性。尽管所有受试者显示LVET变化大于65ms，但一些显示LVET变化高达80ms，并且受试者之间仰卧LVET的范围超过50ms，为单个个体中观察到的范围的多于两倍(图9)。受试者之间的这种增加的方差表明，本发明的心脏功能的个人化评估将导致改进的敏感性。

通过PPG进行心脏功能评估

为了展示通过使用本发明所考虑的PPG信号进行心脏功能测量，进行了29名受试者的临床研究，在该临床研究中通过使用下身负压(LBNP)修正静脉回流。LBNP测试将患者的下肢安置在气密室中。连接真空并生成负压。负压将血液转移到下身，大大减少了循环容量，从而减少了每搏输出量。应用LBNP在本质上类似于个体站立时发生的血液运动，但是转移的血液的量可能大得多。在LBNP测试方案中，负压增加直至受试者出现晕厥前症状或经历低血压，随后负压被释放并且使受试者生理学正常化。29名受试者的范围从21岁至65岁(中位数：40岁)，并且包括13名女性。用手指的远端进行PPG测量。图11显示了进行的30个LBNP方案的结果。该图的检查显示随着LBNP水平增加(用符号表示)，LVET随时间的系统性变化。该系统还显示出在研究恢复期期间(表示为0R mmHg)的快速响应。图12显示了针对由Finometer确定的每搏输出量(经临床验证且经FDA批准的用于确定每搏输出量的参考系统)而绘制的来自相同实验的相同LVET值。总之，这些数字表明，PPG衍生的LVET测量对静脉回流变化高度敏感，并且LVET测量忠实地反映了每搏输出量的变化。

重要的是，LVET不是唯一可以从脉搏轮廓确定的心脏功能参数。图13显示了对来自先前描述的下身负压(LBNP)方案的数据的脉搏轮廓分解分析的实例。使用大约1分钟的数据块，形成平均PPG波形，并且计算导数并将其归一化为从0到1。然后，基于误差平方和的最小化，将形式

的高斯曲线模型的混合拟合到导数波形。自由参数是高斯曲线的幅度(A_i)、中心(μ_i)和宽度(σ_i)，以及在混合中使用的高斯曲线数(n)和偏移量(c)。在这个实例中，高斯曲线数被设置为3。在图13A中显示了波形和模型拟合的实例。对该图的检查显示，随着LBNP水平增加和血管内容量下降，脉搏轮廓经历了由拟合高斯曲线(标记为G1、G2和G3)捕获的几个变化。第二波的大小由参数A₂捕获，并且随着LBNP显著降低。如图13B所示，当释放LBNP(0R mmHg)时，第二波和第一波的幅度之间的比率A₂/A₁对血液容量损失和正常血液动力学状态恢复表现出高度敏感性。因此，一般脉搏轮廓分析可以用于以高度个人化的方式评估心脏功能。

心脏功能参数可以基于手指尖获取的PPG信号来确定。然而，在从身体上的不同位置获取的PPG信号中也容易看到脉搏轮廓随静脉回流的变化。图14显示了从同一个体在手指根部(环位置)、手指尖以及手腕背部(手表位置)处获取的PPG信号的作为身体位置的函数的LVET分布变化。所有三个部位都观察到LVET随着身体位置的变化发生实质性变化，并因此静脉回流也发生变化。

心力衰竭监测系统

本发明提供了用于非侵入性和观察性评估心力衰竭、特别是血液动力学充血的发展的方法和系统。本发明的实施例考虑了两种操作模式，这些模式可以单独使用或组合使用2016-11-17。第一种操作模式包括在日常生活活动期间观察患者并通过检查LVET(或其他心脏参数)随身体位置的变化来评估心脏功能。第二种操作模式包括当患者处于相同的身体位置时随时间追踪心脏功能参数。这些评估心脏功能、特别是血液动力学充血的发生的方法可以独立地或组合地用于本发明的各种实施例中。

血液动力学充血评估的变化监测

如所引用的出版物中所述，增加液体容量或血液动力学充血减少或减弱了对身体位置变化的正常心脏响应。图15A显示了心力衰竭患者从正常液体容量到液体超负荷的进展。在最上面的图(观察期#1)中，患者的总体响应模拟正常患者在正常血量状况下的总体响应。该图显示了三个主身体位置处的每搏输出量：仰卧、坐着和站立。注意，在该实例中，每搏输出量用于y轴，但是也可以使用其他心脏功能参数。图右侧的条表示在这三个身体位置观察到的每搏输出量的跨度或方差。

随着同一患者开始保留液体，舒张末期压力增加，如三个身体位置的舒张末期压力的右移所示。出于解释的目的，考虑观察期#2中的患者为轻度液体超负荷。显示了相同的三个身体位置，并且其将导致舒张末期压力相同的相对变化，但是由于患者Frank-Starling曲线上的位置，对身体位置变化的心脏响应将会不同。检查每搏输出量的方差显示显著减少，如右侧较短的条所示。观察期#3显示相同的三个身体位置，但具有另外的血液动力学充血。另外的液体增加了舒张末期压力，进一步导致位置方差的进一步减小。

图15B总结了在三个观察期期间测量的每搏输出量方差的变化。该测试利用患者内测试的基本可重复性来创造可以用于评价可能的充血性心力衰竭的个人化响应表面。这种随时间进行患者内比较测试的能力和每天进行多次测量为评估心力衰竭代偿失调创造了强大的诊断测试。

图15的评价还展示了随血液动力学充血在心脏功能和身体位置变化之间的相对关系。在观察期#1中，从仰卧到站立的进展导致系统性减少每搏输出量，与图8和图9中所示的测量参数一致。在观察期#2中，在仰卧-坐着和站立之间的转变不会产生相同的响应。具体地，仰卧和坐着之间的心脏功能变化量大大减少。在观察期#3中，每搏输出量的变化与观察期#1相反：当患者转变到静脉回流较少的身体位置时，心脏功能有所改善。图15C总结了在三个观察期期间在仰卧与站立之间的每搏输出量的差异。重要的是，在观察期#3期间的每搏输出量差异变为负值，这是血液动力学充血的强烈指示。因此，本发明可以利用在心脏参数和不同身体位置之间的关系来提供有价值的信息，该信息可以高度诊断从正常血量状态到血液动力学充血的进展。

变化监测的说明

本发明可以按多种方式进行心脏功能方差的评估。以下实例是说明；存在许多其他方法并且在本发明中被考虑。在第一个实例中，身体位置评估系统可以确定仰卧、坐着和站立位置的身体位置，并识别有限运动或无运动的时期。可以在这些时期期间获得脉搏信号持续预定的时间或直到检测到运动。测量的PPG可以加以处理用于确定心脏功能。在一个示例性实施例中，手指PPG信号被测量30秒并且基于切迹的时间安排为每个脉搏确定LVET。将所得的测量值一起平均，并定义身体位置的平均LVET。计算跨越身体位置的平均LVET测量值的变化，并与历史值或预定阈值进行比较。低的方差表示可能的液体超负荷。

在第二个实例中，方差评估补偿了获取位置数据时当天时间的可能差异。由于影响生理学的昼夜节律变化，处理数据时知道何时获得位置数据。例如，如果将下午的站立数据用于当前方差评估，则系统将使用之前从下午获取的站立数据。如这里所使用的，一天中的类似时间是可以定义的一般性度量，例如上午、下午和晚上。一天中的这个时间比较过程可以提高诊断准确性，因为大多数患者将在比当天晚些时候更低的液体状态下醒来。该系统尽可能将来自一天中类似时间的数据与一天中类似时间的历史数据进行比较，以致于方差评估是基于在相似时间获取的位置数据。

在第三个实例中，该系统集中于身体位置之间的转变并确定心脏功能评估参数变化的方向和大小。例如，随着患者醒来随后逐渐到站立，从仰卧位到坐位的转变为每天可重复的转变评估创造了机会。

在第四个实例中，该系统观察在患者从坐着转变到行走时的心脏响应。例如，该系统可以定义从坐着转变到行走时的观察，以按给定速率包括5个步骤。从坐着转变到行走需要心脏补偿增加的生理需求以及减少的静脉回流。对这些双重需求的响应可以诊断总体心脏功能。每位患者的响应将会不同，但可以创建个人化响应并将其用作未来评估的对照。

在第五个实例中，来自身体位置评估系统的连续信息与心脏评估量度结合。该系统获取并处理来自当天所有时期的数据，并且可以包括移动过程中获取的数据。所得的数据可以用于创建患者心脏功能和运动特征的个人化表征。这些数据可以用于为患者定义正常或典型的响应模式，并评价异常行为的新数据。出于心力衰竭管理目的，异常行为可以包括与运动减慢或减少、心率变异性减少、呼吸频率变化、和对典型运动的心脏功能响应改变相关的微小变化。虽然行为模式识别(BPR)工具没有用于心力衰竭管理，但是在该实例中可能非常适用。BPR是用于检测袭击前的可疑恐怖分子和犯罪行为的战术工具。它被设计成一种预防性方法，该方法利用参与极端非法活动的人的独特行为特征。在本发明中可以使用类似的方法来聚集许多天的信息并持续更新方法，从而创建一个有力的工具来评估与血液动力学充血的最早表现相关的小的心脏功能变化。

血液动力学充血评估的趋势监测

当患者处于相同的身体位置时，用于确定心力衰竭代偿失调的第二种模式评估随时间的心脏功能。例如，该系统可以评估患者在睡觉时(甚至在每晚睡眠的同一阶段期间)的心脏功能。这种类型的睡眠阶段评估产生了可重复的心脏评估，其可以在日常的基础上进行评价。作为实例，该系统可以获取和处理在夜晚期间至少一次在相同睡眠阶段获得的数据。然后可以将平均或最小LVET与先前的LVET测量值进行比较以确定任何时间趋势。图16是这样的监测过程的实例。如图16中所示，患者在第1天至第20天没有经历系统性变化，但是开始经历心脏功能降低，如在第21天由减小的每搏输出量所描绘的。这种每搏输出量减少的趋势持续7天，清楚地表明液体超负荷和血液动力学充血。该系统可以提供代偿失调的早期指标，以致可以在非卧床环境中给予干预措施，并避免住院。

附着的身体位置评估系统

通过使用附着传感器进行身体位置评估是视频游戏娱乐中感兴趣的领域。其他用途包括老年人的活动追踪、以及体育运动中的运动追踪。例如，Najafi等人展示了一种新的身体活动监测方法，该方法仅使用一个附着在胸部的运动学传感器来区分多个身体姿势(坐着、站立、卧下)和老年人的行走时间。Najafi,B.,Aminian,K.,Paraschiv-Ionescu,A.,Loew,F.,C.J.,&Robert,P.(2003).Ambulatory system for human motion analysisusing a kinematic sensor:Monitoring of daily physical activity in theelderly.[使用运动学传感器进行人类运动分析的动态系统：监测老年人的日常身体活动]IEEE Transactions on Biomedical Engineering[IEEE生物医学工程会刊],50(6),711–723.http://doi.org/10.1109/TBME.2003.812189。Najafi等人也在陀螺仪专用系统上发表。Najafi,B.,Aminian,K.,Loew,F.,Blanc,Y.,Robert,P.a,&Member,S.(2002).Measurement of Stand–Sit and Sit–Stand Transitions Using a MiniatureGyroscope and Its Application in Fall Risk Evaluation in the Elderly.[使用小型陀螺仪测量站立-坐着和坐着-站立转变及其在老年人跌倒风险评价中的应用]IEEETransactions on Biomedical Engineering[IEEE生物医学工程会刊],49(8),843–851.http://doi.org/10.1109/TBME.2002.800763。位置监测的其他实例已用于动态EKG监测。Jason等人证明了在Holter监测期间确定患者的位置(躺下、坐着、站立、或从一个位置改变到另一个位置)以评价常见症状(如头晕、心悸和晕厥)的能力。Akhtar,S.,Matei,V.,London,M.J.,&Barash,P.G.(2011).Electrocardiographic Monitoring[心电图监测].Kaplan’s Cardiac Anesthesia:The Echo Era[卡普兰的心脏麻醉：回声时代],60208,452–465。上文引用的系统使用附着到患者胸部而不是手、手腕或手指上的传感器。为了方便和与正常日常生活保持一致，本发明可以使用基于手腕或环的传感器用于确定身体位置，从而实现类似的性能。

系统可以使用在环或手表中的运动传感器来确定身体活动的总体测量值并分类活动类型。该系统可以使用活动分类来促进身体位置的确定。例如，如果检测到从椅子上起来的活动，则可以将身体位置确定为站立。活动识别和周围活动顺序可以高度确定身体位置，特别是使用状态空间模型。因为运动模式对于每个个体而言是有些特异性的，所以可以在初始训练期间训练系统，在该初始训练期间患者指示他们何时运动到仰卧位、坐位或站立位。

通过使用传感器的倾斜和旋转角度可以获得有关身体位置的附加信息，这些信息可以使用3轴加速度计轻松测量。旋转信息可以指示手是否处于与站立、坐着或躺下一致的位置。例如，可以进入睡眠状态，从而识别与上床一致的活动，接着是延长时期的最小活动或无活动，以及与放在床上的手一致的传感器取向。

使用身体位置系统以确保已实现各种身体位置。如果一天的过程中没有实现身体位置的方差，那么心脏功能方差将会减小，并且假阳性结果的可能性会增加。在患者未能在指定时期内改变身体位置的情况下，该系统可以提示该患者改变身体位置。该系统可以提供与观察性测试相关的这种类型的质量控制，以帮助确保诊断的准确性。

未附着的身体位置评估系统。进入或离开床的活动、或从桌子来回离去的活动会创造可以通过成像系统捕获和量化的观察机会。可以使用成像系统来确定患者的行动。可以将成像系统定位于床架或厨房，并用于捕获视频信息。该系统可以使用基于视觉的活动识别和随后的位置确定来处理所得的数据。基于视觉的活动识别是用行动或活动标签标记包含人体运动的视频信息的过程。

这样的系统可以使用各种视觉捕获技术以包括录像机和相机两者来实现。作为实例，具有人体检测的基于运动的摄影机可以用于捕获患者的运动。该系统可以使用脸部识别技术或通过具有在患者身上或与患者一起发射信号的传感器来识别该患者。信号可以采取多种形式，包括电磁信号、RFID标签或光信号。闪烁的红外LED可以利用许多运动检测摄影机所共有的红外视频记录。视频系统可以跟踪拍摄受试者或使用鱼眼(超广角)镜头来完全捕获场景。

该系统还可以使用结构化光源或3D相机系统(如Microsoft Kinect、OrbbecAstra、Intel Realsense、或Stereolabs Zeb立体相机)来创建三维图像。多个系统可以进行骨骼追踪，以创建捕获个体动作的骨骼线条图。Han等人最近撰写了一篇评论文章，该文章基于3D骨骼数据对人们现有的时空表示进行了全面的调查，并从信息模态、表示编码、结构和转换、以及特色工程的角度对这些方法提供了信息分类和分析。Han,Fei等人,“.”arXiv预印本arXiv:1601.01006(2016)。

除了使用基于视觉的活动识别之外，该系统还可以使用脸部检测来确定患者的一般位置。脸部检测是一种计算机技术，用于识别数字图像中人脸的各种应用中。在2001年，Paul Viola和Michael Jones发明了一种新的用于检测任意物体的框架，并将其改善用于脸部检测。现在该算法被称为Viola-Jones框架。Viola-Jones方法具有非常高的准确率并且不需要显著的处理能力。如在本发明中所使用的，脸部检测可以用于定位图像中的脸部并且推断身体位置为仰卧、坐着或站立。

睡眠周期评估。人的生理学根据患者的睡眠期而变化。已知的生理学变化包括血压、心率、呼吸频率、心率变异性、温度、运动和呼吸变异性的变化。睡眠期的确定一直是生理学研究的一个活跃领域。多导睡眠描记法被认为是准确评估睡眠的金标准，但它可能是昂贵、耗时和不舒服的，特别是在长期睡眠研究中。活动记录法(actigraphy)提供了附着了设备的身体部位运动的精确测量。该技术可以评估睡眠/唤醒模式，并且既便宜又是用户友好的，但是取决于应用缺乏细节(如REM-NREM区别)。该系统可以通过添加PPG信号来解决这个限制。在非REM睡眠期间，心率和呼吸频率下降，然而在REM睡眠期间，呼吸和心率变得更不规则。因此该系统可以提供包含运动传感器以及PPG信号的手表或其他系统，并且使得能够确定睡眠期。

通讯系统。远程监测是使得能够将患者的心脏功能信息传输到远程评估站点、医师或诊所办公室的一种机制。该系统实现了评估系统与医生办公室之间的通信，而无需直接面对面的交互。

系统元件和实施例

心力衰竭系统可以按照三个通用元件来描述：(1)脉搏检测系统，(2)身体位置感测系统，和(3)通信系统。实施例可以采用许多形式，包括包含所有三个系统的单个系统、或彼此交互的三个独立系统。

实施例1。单个系统示例性实施例将所有三个系统包括在一个单一外壳中。图17是手表的实例，其包含PPG测量系统、运动传感器(多路加速度计和陀螺仪传感器)以及Wi-fi或芯片上网络子系统。在实践中，患者佩戴手表和持续佩戴手表，或间歇地监视该患者。由于功耗问题，该系统可以基于运动和活动识别进行智能采样。例如，手表可以通过识别没有或具有有限运动的睡眠时间来开始每日评估，接着评估患者处于限定的睡眠期。然后该系统可以获取一段时间的PPG数据，并对数据进行适当的质量控制，以确保有效的仰卧体位数据。然后该系统可以移动到低能量状态直到它检测向坐位或站立位的移动，并且然后可以获取另外的PPG数据。该系统可以重复上述身体位置识别过程并获取在一天的过程中的数据。当该系统连接到Wi-fi连接时，该系统可以传输数据以供随后的贯穿整天的医疗评价。另外，可以在晚上上传数据。传感器系统可以向患者提供触觉、听觉和/或视觉反馈，以传达数据的获取以及数据质量是否被确定为不充分。数据不足的可能原因包括手表放置不当、表带松动、过度运动、患者移动受限或其他运动异常。该系统可以提供解决问题的建议。

实施例2。心力衰竭监测系统的示例性实施例可以包括两个部件：基于环的PPG和通信系统。该环可以包括PPG测量系统、惯性测量单元和蓝牙无线通信系统。该环系统与单独的数据传输站通信。数据传输站可以经由互联网、蜂窝通信或通过调制解调器进行通信。图18是这样的系统的图解。

实施例3。心力衰竭监测系统的示例性实施例可以包括三个单元：环、手表和通信系统。在一个实例中，环和手表一起工作以获取最好的可能的PPG信号。如果手腕PPG信号不足，则激活环以获得PPG信号。这样的系统的益处是能在手腕上放置更大的电池以及在基于手腕的系统中放置另外的传感器。图19是包括环传感器、手表电子装置和运动传感器以及通信系统的这样的系统的图解。

实施例4。心力衰竭监测系统的示例性实施例可以包括三个单元：基于环的PPG、用于确定身体位置的一个或多个运动学传感器、以及通信系统。运动学传感器可以放置在身体上的多个点(如躯干、脚或臀部)以确定身体活动之外的身体位置。例如，如果躯干传感器竖直定向，则极有可能受试者是坐着或站立的。传感器可以集成到可穿戴物品(如项链、鞋子或皮带)中，这样使得它们不会干扰日常活动。运动学和PPG传感器可以使用诸如蓝牙等协议与数据传输系统进行通信。图20是具有环传感器、腰部固定的运动传感器以及通信系统的这样的系统的图解。

实施例5。心力衰竭监测系统的示例性实施例可以包括附着到受试者的脉搏传感器和组合的通信/身体位置测量系统。组合的通信和位置测量系统可以包含摄影机以捕获患者例如在厨房中的图像。相机使得能够确定身体位置。脉搏传感器与通信系统进行通信，并且如果需要，可以上传图像和数据以用于远程处理。在使用中，脉搏传感器系统获取在晚上的仰卧位数据，同时在厨房中捕获其他数据。通信系统还可以包含扬声器和另外的硬件，以致于与医师的视频通信可以发生。图21是相机系统和使用中的系统的图解。

本文已经在心力衰竭患者中进行血液动力学监测的背景下描述了图解和实施例。该系统也适用于监测血容量不足。该系统可以提供对手术后患者的监测，以评估出血或不适当的液体消耗。老年人容量状态的评估可能很困难，因为这些患者经常表现为混乱。诊断后处理可能包括严重的病症(如中风)或更简单治疗的病症(如血容量不足)。本发明的实施例可以用于监测发展血容量不足的老年人。

已经结合各种示例性实施例描述了本发明。应当理解的是，以上描述仅是对本发明原理的应用的说明，本发明的范围由根据本说明书解读的权利要求书决定。本发明的其他变体和修改对于本领域技术人员而言将是清楚的。

Claims (17)

1.一种用于评估个体的血液动力学充血的装置，该装置包括：

(a)非侵入性脉搏检测系统，其被配置为由个体穿戴并测量脉搏轮廓；

(b)测量控制系统，其被配置为使用该非侵入性脉搏检测系统来测量来自第一心动周期的第一脉搏轮廓和来自第二心动周期的第二脉搏轮廓，其中该第一脉搏轮廓和该第二脉搏轮廓彼此独立；

(c)分析系统，其被配置为基于初级脉搏波和切迹的检测从该第一脉搏轮廓确定第一左心室射血时间，并且基于初级脉搏波和切迹的检测从该第二脉搏轮廓确定第二左心室射血时间，并且确定在该第一左心室射血时间与该第二左心室射血时间之间的变化的测量，以从变化的该测量评估该血液动力学充血。

2.如权利要求1所述的装置，所述装置进一步包括被配置为确定个体身体位置的身体位置子系统。

3.如权利要求2所述的装置，其中，所述身体位置子系统能够附着至患者，或者能够从未附着的位置观察所述患者，或者它们的组合。

4.如权利要求1至3中任一项所述的装置，其中，所述脉搏检测系统包括一个或多个光学传感器，激光多普勒探头、血压计和/或脉搏探测器。

5.如权利要求1至3中任一项所述的装置，其中，所述脉搏检测系统在所述个体的一个或多个手指、一只或多只耳朵、一个或多个手腕、胸部或前额上。

6.如权利要求5所述的装置，其中，所述脉搏检测系统在位于手腕的手表中或者位于手指根部的环中。

7.如权利要求2所述的装置，其中该身体位置子系统包括加速度计。

8.如权利要求2所述的装置，其中该测量控制系统被配置为测量对来自该身体位置子系统的信号响应的该第二脉搏轮廓，该信号表明该个体的身体位置已在测量该第一脉搏轮廓之后发生改变。

9.如权利要求2所述的装置，其中该测量控制系统被配置为在所述身体位置子系统指示所述个体在第一天时处于睡眠位置时的第一脉搏轮廓，并且在所述身体位置子系统指示所述个体在第二天时处于睡眠位置时的第二脉搏轮廓。

10.如权利要求7所述的装置，其中所述装置包括能够确定睡眠脉搏的系统。

11.如权利要求1至3和7至10中任一项所述的装置，其中，所述脉搏检测系统集成到可穿戴物品。

12.如权利要求11所述的装置，其中，所述可穿戴物品为环。

13.一种心力衰竭或血容量监测系统，包括：

(a)脉搏检测系统；

(b)身体位置传感系统；以及

(c)通信系统；

其中所述脉搏检测系统包括权利要求1的装置。

14.如权利要求13所述的系统，其中，子系统(a)、(b)和(c)在单一外壳中。

15.如权利要求14所述的系统，其中所述单一外壳为手表或环。

16.如权利要求13至15中任一项所述的系统，所述系统进一步包括能够确定睡眠阶段的系统。

17.如权利要求13至15中任一项所述的系统，其中所述脉搏检测系统被配置为避免干扰日常生活活动。

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